JP2592207Y2 - MRI equipment - Google Patents
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- JP2592207Y2 JP2592207Y2 JP1993006261U JP626193U JP2592207Y2 JP 2592207 Y2 JP2592207 Y2 JP 2592207Y2 JP 1993006261 U JP1993006261 U JP 1993006261U JP 626193 U JP626193 U JP 626193U JP 2592207 Y2 JP2592207 Y2 JP 2592207Y2
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Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】この考案は、MRI装置に関し、
更に詳しくは、適応フィルタを用いた勾配磁場ノイズ除
去フィルタにより勾配磁場ノイズが重畳した心電信号か
ら勾配磁場ノイズを除去して心電信号を抽出するMRI
装置に関する。This invention relates to an MRI apparatus,
More specifically, an MRI for extracting an electrocardiographic signal by removing a gradient magnetic field noise from an electrocardiographic signal on which a gradient magnetic field noise is superimposed by a gradient magnetic field noise removing filter using an adaptive filter.
Related to the device.
【0002】[0002]
【従来の技術】図5は、従来のMRI装置の一例を示す
全体構成図である。このMRI装置51において、計算
機2は、操作卓13からの指示に基づき、全体の作動を
制御する。シーケンスコントローラ3は、記憶している
シーケンスに基づいて、磁場駆動回路4を作動させ、マ
グネットアセンブリ5の勾配磁場コイルで勾配磁場を発
生させる。また、RF発信回路6で発生したRF信号を
変調するようにゲート変調回路7を制御し、変調したR
F信号をRF電力増幅器8を介して、マグネットアセン
ブリ5の送信コイルに加える。マグネットアセンブリ5
の受信コイルで得られたNMR信号は、前置増幅器9を
介して位相検波器10に入力され、さらにA/D変換器
11を介して、計算機2に入力される。計算機2は、A
/D変換器11から得たNMR信号のデータに基づき、
画像データを算出し、表示装置12に画像を表示する。2. Description of the Related Art FIG. 5 is an overall configuration diagram showing an example of a conventional MRI apparatus. In the MRI apparatus 51, the computer 2 controls the entire operation based on an instruction from the console 13. The sequence controller 3 activates the magnetic field drive circuit 4 based on the stored sequence, and generates a gradient magnetic field with the gradient magnetic field coil of the magnet assembly 5. Further, the gate modulation circuit 7 is controlled so as to modulate the RF signal generated by the RF transmission circuit 6, and the modulated R
The F signal is applied to the transmission coil of the magnet assembly 5 via the RF power amplifier 8. Magnet assembly 5
The NMR signal obtained by the receiving coil is input to the phase detector 10 via the preamplifier 9 and further input to the computer 2 via the A / D converter 11. Calculator 2 uses A
Based on the NMR signal data obtained from the / D converter 11,
The image data is calculated, and the image is displayed on the display device 12.
【0003】電極18およびECGアンプ19は、被検
体より心電信号を採取する。ただし、採取された心電信
号には、勾配磁場ノイズが重畳している。この勾配磁場
ノイズが重畳した心電信号は、A/Dコンバータ21に
よりデジタル値に変換され、DSP52に入力される。
DSP52は、勾配磁場ノイズが重畳した心電信号から
勾配磁場ノイズを除去して心電信号を取り出し、その心
電信号に基づいてスキャン実行のタイミングを制御す
る。An electrode 18 and an ECG amplifier 19 collect an electrocardiographic signal from a subject. However, a gradient magnetic field noise is superimposed on the collected electrocardiographic signal. The electrocardiographic signal on which the gradient magnetic field noise is superimposed is converted into a digital value by the A / D converter 21 and input to the DSP 52.
The DSP 52 removes the gradient magnetic field noise from the electrocardiographic signal on which the gradient magnetic field noise is superimposed, extracts the electrocardiographic signal, and controls the scan execution timing based on the electrocardiographic signal.
【0004】図6は、DSP52の内部構成図である。
このDSP52は、A/Dコンバータ21から入力され
た,勾配磁場ノイズが重畳した心電信号d[i](i;
時刻)から勾配磁場ノイズを除去して心電信号e[i]
を抽出する勾配磁場ノイズ除去フィルタ61と、心電信
号e[i]からR波を検出して,そのR波に基づくスキ
ャン実行のタイミング信号Raをシーケンスコントロー
ラ3に出力するR波検出部42とからなっている。FIG. 6 is an internal configuration diagram of the DSP 52.
The DSP 52 inputs an electrocardiographic signal d [i] (i; i) from the A / D converter 21 on which gradient magnetic field noise is superimposed.
From the time) to remove the gradient magnetic field noise and obtain an electrocardiographic signal e [i].
And a R-wave detector 42 that detects an R-wave from the electrocardiogram signal e [i] and outputs a scan execution timing signal Ra based on the R-wave to the sequence controller 3. Consists of
【0005】勾配磁場ノイズ除去フィルタ61は、フィ
ルタ係数調整部32と、勾配磁場ノイズ再現部33と、
勾配磁場ノイズ除去部34とからなる。フィルタ係数調
整部32は、勾配磁場ノイズ除去部34の出力と,磁場
駆動回路4から読み込んだ勾配出力波形x[i]と,所
定の適応係数β1とから、フィルタ係数Bk[i]を算
出する。勾配磁場ノイズ再現部33は、フィルタ係数調
整部32から入力されたフィルタ係数B[i]に基づい
て、勾配磁場ノイズy[i]を再現する適応フィルタで
ある。勾配磁場ノイズ除去部34は、勾配磁場ノイズが
重畳した心電信号d[i]から,勾配磁場ノイズ再現部
33により再現された勾配磁場ノイズy[i]を減じる
ことにより、勾配磁場ノイズを除去し、心電信号e
[i]を抽出する。The gradient magnetic field noise removing filter 61 includes a filter coefficient adjusting unit 32, a gradient magnetic field noise reproducing unit 33,
And a gradient magnetic field noise removing unit 34. The filter coefficient adjusting unit 32 calculates a filter coefficient Bk [i] from the output of the gradient magnetic field noise removing unit 34, the gradient output waveform x [i] read from the magnetic field drive circuit 4, and a predetermined adaptive coefficient β1. . The gradient magnetic field noise reproducing unit 33 is an adaptive filter that reproduces the gradient magnetic field noise y [i] based on the filter coefficient B [i] input from the filter coefficient adjusting unit 32. The gradient magnetic field noise removing unit 34 removes the gradient magnetic field noise by subtracting the gradient magnetic field noise y [i] reproduced by the gradient magnetic field noise reproducing unit 33 from the electrocardiogram signal d [i] on which the gradient magnetic field noise is superimposed. And the ECG signal e
[I] is extracted.
【0006】図7は、上記勾配磁場ノイズ除去フィルタ
61の動作を示すフロー図である。なお、勾配磁場ノイ
ズ再現部33はFIRフィルタとし、フィルタ係数調整
部32はLSMアルゴリズムによりフィルタ係数の調整
を行うものとする。 ステップST1では、初期化処理を行う。 ステップST2では、勾配磁場ノイズ除去部34に勾配
磁場ノイズが重畳した心電信号d[i]が入力されるま
で待機する。 ステップST3では、フィルタ係数調整部32は、勾配
出力波形x[i]を読み込む。 ステップST4では、勾配磁場ノイズ再現部33は、次
の演算 (Bk;フィルタ係数,N;フィルタのタップ数) を施し、勾配磁場ノイズy[i]を再現する。 ステップST5では、勾配磁場ノイズ除去部34は、次
の演算 e[i]=d[i]−y[i] を施し、心電信号e[i]を抽出する。 ステップST6では、勾配磁場ノイズ除去部34は、心
電信号e[i]を、R波検出部42に出力する。FIG. 7 is a flowchart showing the operation of the gradient magnetic field noise elimination filter 61. Note that the gradient magnetic field noise reproducing unit 33 is an FIR filter, and the filter coefficient adjusting unit 32 adjusts the filter coefficient by the LSM algorithm. In step ST1, an initialization process is performed. In step ST2, the process waits until the electrocardiogram signal d [i] on which the gradient magnetic field noise is superimposed is input to the gradient magnetic field noise removing unit 34. In step ST3, the filter coefficient adjustment unit 32 reads the gradient output waveform x [i]. In step ST4, the gradient magnetic field noise reproducing unit 33 performs the next operation (Bk: filter coefficient, N: number of taps of the filter) to reproduce the gradient magnetic field noise y [i]. In step ST5, the gradient magnetic field noise elimination unit 34 performs the following calculation e [i] = d [i] -y [i] to extract the electrocardiographic signal e [i]. In step ST6, the gradient magnetic field noise removing unit 34 outputs the electrocardiographic signal e [i] to the R-wave detecting unit 42.
【0007】ステップSU7では、フィルタ係数調整部
32は、次の演算 Bk[i+1]=Bk[i]+β1・e[i]・x[i−k] (β1;適応係数) を施し、フィルタ係数Bk[i]を更新する。In step SU7, the filter coefficient adjustment unit 32 performs the following operation: Bk [i + 1] = Bk [i] + β1 · e [i] · x [ik] (β1; adaptive coefficient) Bk [i] is updated.
【0008】なお、上記ステップST2〜SU7による
処理は、勾配磁場ノイズが重畳した心電信号d[i]を
読み込むサンプリング周期ごとに実施されることにな
る。The processing in steps ST2 to SU7 is performed for each sampling cycle for reading the electrocardiographic signal d [i] on which the gradient magnetic field noise is superimposed.
【0009】[0009]
【考案が解決しようとする課題】上記従来のMRI装置
51において、勾配磁場ノイズ除去フィルタ61で用い
る適応係数β1を大きくすると、適応速度が高まるか
ら、スキャン開始から速やかに勾配磁場ノイズを除去で
きるようになるが、次第に勾配磁場ノイズばかりか心電
信号をも除去してしまうようになる。このため、従来
は、やや小さめの適応係数β1を設定している。しか
し、適応速度が犠牲になり、特にスキャン開始直後の勾
配磁場ノイズ除去効果が不十分となる問題点がある。そ
こで、この考案の目的は、スキャン開始から速やかに勾
配磁場ノイズを除去できると共に心電信号をも除去して
しまうことがないように改良した勾配磁場ノイズ除去フ
ィルタを有するMRI装置を提供することにある。In the above-mentioned conventional MRI apparatus 51, if the adaptation coefficient β1 used in the gradient magnetic field noise removing filter 61 is increased, the adaptation speed is increased, so that the gradient magnetic field noise can be removed quickly from the start of scanning. However, gradually, not only the gradient magnetic field noise but also the electrocardiogram signal is removed. For this reason, conventionally, a slightly smaller adaptive coefficient β1 is set. However, there is a problem in that the adaptation speed is sacrificed, and in particular, the effect of removing the gradient magnetic field noise immediately after the start of scanning becomes insufficient. Therefore, an object of the present invention is to provide an MRI apparatus having an improved gradient magnetic field noise elimination filter so that gradient magnetic field noise can be quickly removed from the start of scanning and an electrocardiographic signal is not removed. is there.
【0010】[0010]
【課題を解決するための手段】この考案のMRI装置
は、適応フィルタを用いた勾配磁場ノイズ除去フィルタ
により勾配磁場ノイズが重畳した心電信号から勾配磁場
ノイズを除去して心電信号を抽出するMRI装置におい
て、スキャン開始から所定時間が経過するまでは適応フ
ィルタの適応係数βを比較的大きな適応係数Lβに設定
しその後は適応フィルタの適応係数βを比較的小さな適
応係数Sβに設定する適応係数切替手段を具備したこと
を構成上の特徴とするものである。The MRI apparatus of the present invention extracts an electrocardiographic signal by removing gradient magnetic field noise from an electrocardiographic signal on which gradient magnetic field noise is superimposed by a gradient magnetic field noise removing filter using an adaptive filter. In the MRI apparatus, the adaptive coefficient β of the adaptive filter is set to a relatively large adaptive coefficient Lβ until a predetermined time elapses from the start of scanning, and thereafter the adaptive coefficient β of the adaptive filter is set to a relatively small adaptive coefficient Sβ The configuration is characterized by having the switching means.
【0011】[0011]
【作用】この考案によるMRI装置では、心電信号から
ノイズを除去する勾配磁場ノイズ除去フィルタの適応係
数βを、スキャン開始から所定の時間が経過するまでは
比較的大きな適応係数Lβに設定し、その後は比較的小
さな適応係数Sβに設定する。このため、スキャン開始
の直後には、勾配磁場ノイズ除去フィルタの適応速度が
上がるから、速やかに勾配磁場ノイズを除去できるよう
になる。そして、その後は、勾配磁場ノイズ除去フィル
タの適応速度が下がるから、心電信号をも除去してしま
うことがないようになる。In the MRI apparatus according to the present invention, the adaptive coefficient β of the gradient magnetic field noise removing filter for removing noise from the electrocardiographic signal is set to a relatively large adaptive coefficient Lβ until a predetermined time has elapsed from the start of scanning. Thereafter, it is set to a relatively small adaptation coefficient Sβ. Therefore, immediately after the start of the scan, the adaptation speed of the gradient magnetic field noise removal filter increases, so that the gradient magnetic field noise can be quickly removed. After that, since the adaptation speed of the gradient magnetic field noise elimination filter is reduced, the electrocardiographic signal is not eliminated.
【0012】[0012]
【実施例】以下、図に示す実施例によりこの考案をさら
に詳しく説明する。なお、これによりこの考案が限定さ
れるものではない。図1は、この考案のMRI装置の一
実施例を示す全体構成図である。このMRI装置1にお
いて、計算機2は、操作卓13からの指示に基づき、全
体の作動を制御する。シーケンスコントローラ3は、記
憶しているシーケンスに基づいて、磁場駆動回路4を作
動させ、マグネットアセンブリ5の勾配磁場コイルで勾
配磁場を発生させる。また、RF発信回路6で発生した
RF信号を変調するようにゲート変調回路7を制御し、
変調したRF信号をRF電力増幅器8を介して、マグネ
ットアセンブリ5の送信コイルに加える。マグネットア
センブリ5の受信コイルで得られたNMR信号は、前置
増幅器9を介して位相検波器10に入力され、さらにA
/D変換器11を介して、計算機2に入力される。計算
機2は、A/D変換器11から得たNMR信号のデータ
に基づき、画像データを算出し、表示装置12に画像を
表示する。BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. Note that this does not limit the present invention. FIG. 1 is an overall configuration diagram showing an embodiment of the MRI apparatus of the present invention. In the MRI apparatus 1, the computer 2 controls the entire operation based on an instruction from the console 13. The sequence controller 3 activates the magnetic field drive circuit 4 based on the stored sequence, and generates a gradient magnetic field with the gradient magnetic field coil of the magnet assembly 5. Further, the gate modulation circuit 7 is controlled so as to modulate the RF signal generated by the RF transmission circuit 6,
The modulated RF signal is applied to the transmission coil of the magnet assembly 5 via the RF power amplifier 8. The NMR signal obtained by the receiving coil of the magnet assembly 5 is input to the phase detector 10 via the preamplifier 9 and
The data is input to the computer 2 via the / D converter 11. The computer 2 calculates image data based on the data of the NMR signal obtained from the A / D converter 11 and displays the image on the display device 12.
【0013】電極18およびECGアンプ19は、被検
体より心電信号を採取する。ただし、採取された心電信
号には、勾配磁場ノイズが重畳している。この勾配磁場
ノイズが重畳した心電信号は、A/Dコンバータ21に
よりデジタル値に変換され、DSP22に入力される。
DSP22は、勾配磁場ノイズが重畳した心電信号から
勾配磁場ノイズを除去して心電信号を取り出し、その心
電信号に基づいてスキャン実行のタイミングを制御す
る。The electrode 18 and the ECG amplifier 19 collect an electrocardiographic signal from the subject. However, a gradient magnetic field noise is superimposed on the collected electrocardiographic signal. The electrocardiographic signal on which the gradient magnetic field noise is superimposed is converted into a digital value by the A / D converter 21 and input to the DSP 22.
The DSP 22 removes the gradient magnetic field noise from the electrocardiographic signal on which the gradient magnetic field noise is superimposed, extracts an electrocardiographic signal, and controls the scan execution timing based on the electrocardiographic signal.
【0014】図2は、DSP22の内部構成図である。
このDSP22は、A/Dコンバータ21から入力され
た,勾配磁場ノイズが重畳した心電信号d[i](i;
時刻)から勾配磁場ノイズを除去して心電信号e[i]
を抽出する勾配磁場ノイズ除去フィルタ41と、心電信
号e[i]からR波を検出して,そのR波に基づくスキ
ャン実行のタイミング信号Raをシーケンスコントロー
ラ3に出力するR波検出部42とからなっている。FIG. 2 is an internal block diagram of the DSP 22.
The DSP 22 inputs an electrocardiographic signal d [i] (i; i) input from the A / D converter 21 on which gradient magnetic field noise is superimposed.
From the time) to remove the gradient magnetic field noise and obtain an electrocardiographic signal e [i].
And a R-wave detector 42 that detects an R-wave from the electrocardiogram signal e [i] and outputs a scan execution timing signal Ra based on the R-wave to the sequence controller 3. Consists of
【0015】勾配磁場ノイズ除去フィルタ41は、適応
係数切替部31と,フィルタ係数調整部32と,勾配磁
場ノイズ再現部33と,勾配磁場ノイズ除去部34とか
らなる。適応係数切替部31は、スキャン開始から所定
時間経過までは比較的大きな適応係数Lβをフィルタ係
数調整部32に入力し、その後は比較的小さな適応係数
Sβに切り替えてフィルタ係数調整部32に入力する。
フィルタ係数調整部32は、勾配磁場ノイズ除去部34
の出力と,磁場駆動回路4から読み込んだ勾配出力波形
x[i]と,適応係数切替部31から入力された適応係
数LβまたはSβとから、フィルタ係数Bk[i]を算
出する。勾配磁場ノイズ再現部33は、フィルタ係数調
整部32から入力されたフィルタ係数B[i]に基づい
て、勾配磁場ノイズy[i]を再現する適応フィルタで
ある。勾配磁場ノイズ除去部34は、勾配磁場ノイズが
重畳した心電信号d[i]から,勾配磁場ノイズ再現部
33により再現された勾配磁場ノイズy[i]を減じる
ことにより、勾配磁場ノイズを除去し、心電信号e
[i]を抽出する。The gradient magnetic field noise removing filter 41 includes an adaptive coefficient switching unit 31, a filter coefficient adjusting unit 32, a gradient magnetic field noise reproducing unit 33, and a gradient magnetic field noise removing unit 34. The adaptive coefficient switching unit 31 inputs a relatively large adaptive coefficient Lβ to the filter coefficient adjusting unit 32 until a predetermined time elapses from the start of scanning, and thereafter switches to a relatively small adaptive coefficient Sβ and inputs it to the filter coefficient adjusting unit 32. .
The filter coefficient adjustment unit 32 includes a gradient magnetic field noise removal unit 34
, The gradient output waveform x [i] read from the magnetic field drive circuit 4 and the adaptive coefficient Lβ or Sβ input from the adaptive coefficient switching unit 31 to calculate a filter coefficient Bk [i]. The gradient magnetic field noise reproducing unit 33 is an adaptive filter that reproduces the gradient magnetic field noise y [i] based on the filter coefficient B [i] input from the filter coefficient adjusting unit 32. The gradient magnetic field noise removing unit 34 removes the gradient magnetic field noise by subtracting the gradient magnetic field noise y [i] reproduced by the gradient magnetic field noise reproducing unit 33 from the electrocardiogram signal d [i] on which the gradient magnetic field noise is superimposed. And the ECG signal e
[I] is extracted.
【0016】図3は、上記勾配磁場ノイズ除去フィルタ
41におけるフィルタ係数調整部32と,勾配磁場ノイ
ズ再現部33と,勾配磁場ノイズ除去部34の動作を示
すフロー図である。なお、勾配磁場ノイズ再現部33は
FIRフィルタとし、フィルタ係数調整部32はLSM
アルゴリズムによりフィルタ係数の調整を行うものとす
る。 ステップST1では、初期化処理を行う。 ステップST2では、勾配磁場ノイズ除去部34に勾配
磁場ノイズが重畳した心電信号d[i]が入力されるま
で待機する。 ステップST3では、フィルタ係数調整部32は、勾配
出力波形x[i]を読み込む。 ステップST4では、勾配磁場ノイズ再現部33は、次
の演算 (Bk;フィルタ係数,N;フィルタのタップ数)を施
し、勾配磁場ノイズy[i]を再現する。 ステップST5では、勾配磁場ノイズ除去部34は、次
の演算 e[i]=d[i]−y[i] を施し、心電信号e[i]を抽出する。 ステップST6では、勾配磁場ノイズ除去部34は、心
電信号e[i]を、R波検出部42に出力する。FIG. 3 is a flowchart showing the operation of the filter coefficient adjusting unit 32, the gradient magnetic field noise reproducing unit 33, and the gradient magnetic field noise removing unit 34 in the gradient magnetic field noise removing filter 41. Note that the gradient magnetic field noise reproducing unit 33 is an FIR filter, and the filter coefficient adjusting unit 32 is an LSM filter.
It is assumed that the filter coefficients are adjusted by an algorithm. In step ST1, an initialization process is performed. In step ST2, the process waits until the electrocardiogram signal d [i] on which the gradient magnetic field noise is superimposed is input to the gradient magnetic field noise removing unit 34. In step ST3, the filter coefficient adjustment unit 32 reads the gradient output waveform x [i]. In step ST4, the gradient magnetic field noise reproducing unit 33 performs the next operation (Bk: filter coefficient, N: number of filter taps) to reproduce the gradient magnetic field noise y [i]. In step ST5, the gradient magnetic field noise elimination unit 34 performs the following calculation e [i] = d [i] -y [i] to extract the electrocardiographic signal e [i]. In step ST6, the gradient magnetic field noise removing unit 34 outputs the electrocardiographic signal e [i] to the R-wave detecting unit 42.
【0017】ステップST7では、フィルタ係数調整部
32は、次の演算 Bk[i+1]=Bk[i]+β・e[i]・x[i−k] (β;適応係数であり、LβまたはSβである) を施し、フィルタ係数Bk[i]を更新する。In step ST7, the filter coefficient adjusting unit 32 calculates the following operation: Bk [i + 1] = Bk [i] + β ・ e [i] ・ x [ik] (β: adaptive coefficient, Lβ or Sβ Is performed, and the filter coefficient Bk [i] is updated.
【0018】なお、上記ステップST2〜ST7による
処理は、勾配磁場ノイズが重畳した心電信号d[i]を
読み込むサンプリング周期ごとに実施されることにな
る。The processing in steps ST2 to ST7 is performed for each sampling cycle for reading the electrocardiographic signal d [i] on which the gradient magnetic field noise is superimposed.
【0019】図4は、上記勾配磁場ノイズ除去フィルタ
41における適応係数切替部31の動作のフロー図であ
る。 ステップSV1では、シーケンスコントローラ3からス
キャン開始通知Jを受領するか,内蔵タイマによりタイ
ムアップ(スキャン開始からの時間T>所定時間Ts)
が報知されるまで待機する。スキャン開始通知を受領し
たらステップSV2に進み、タイムアップが報知された
らステップSV4に進む。FIG. 4 is a flowchart showing the operation of the adaptive coefficient switching unit 31 in the gradient magnetic field noise elimination filter 41. In step SV1, a scan start notification J is received from the sequence controller 3 or the time is up by the built-in timer (time T from scan start> predetermined time Ts).
Wait until is notified. When the scan start notification is received, the process proceeds to step SV2, and when the time up is notified, the process proceeds to step SV4.
【0020】ステップSV2では、適応係数βとして比
較的大きな適応係数Lβを出力する。 ステップSV3では、内蔵タイマをスタートさせ、スキ
ャン開始からの時間Tの計測を開始する。 ステップSV4では、適応係数βとして比較的小さな適
応係数Sβに切り替えて出力する。 ステップSV5では、内部タイマをストップさせる。In step SV2, a relatively large adaptive coefficient Lβ is output as the adaptive coefficient β. In step SV3, the built-in timer is started, and measurement of the time T from the start of scanning is started. In step SV4, the adaptive coefficient β is switched to the relatively small adaptive coefficient Sβ and output. In step SV5, the internal timer is stopped.
【0021】なお、上記実施例では、スキャン開始から
タイムアップするまでの間は比較的大きい適応係数Lβ
を用い,タイムアップしたら比較的小さい適応係数Sβ
に切り替えるものとしたが、3種類以上の適応係数を選
択可能にしておき、スキャン開始からの時間が長くなる
につれて小さな適応係数に切り替えてもよい。In the above embodiment, the adaptive coefficient Lβ is relatively large during the period from the start of scanning until the time is up.
And the adaptive coefficient Sβ is relatively small when the time is up
However, three or more types of adaptive coefficients may be selectable, and may be switched to smaller adaptive coefficients as the time from the start of scanning becomes longer.
【0022】[0022]
【考案の効果】この考案によるMRI装置によれば、適
応フィルタを用いた勾配磁場ノイズ除去フィルタの適応
速度が、スキャン開始の直後には高くなり、所定時間が
経過後は低くなる。そこで、スキャン開始の直後には、
速やかに勾配磁場ノイズを除去できるようになる。そし
て、その後は、勾配磁場ノイズは除去するが、心電信号
まで除去してしまうことはないようになる。従って、心
電ゲートスキャンを実施する場合およびシネスキャンを
実施する場合に好適となる。According to the MRI apparatus of the present invention, the adaptation speed of the gradient magnetic field noise elimination filter using the adaptive filter increases immediately after the start of scanning and decreases after a predetermined time has elapsed. Therefore, immediately after the scan starts,
Gradient magnetic field noise can be quickly removed. After that, although the gradient magnetic field noise is removed, even the electrocardiographic signal is not removed. Therefore, it is suitable for performing an electrocardiographic gate scan and performing a cine scan.
【図1】この考案のMRI装置の一実施例を示す全体構
成図である。FIG. 1 is an overall configuration diagram showing an embodiment of the MRI apparatus of the present invention.
【図2】図1のMRI装置のDSPの内部構成図であ
る。FIG. 2 is an internal configuration diagram of a DSP of the MRI apparatus of FIG. 1;
【図3】図1のMRI装置の勾配磁場ノイズ除去フィル
タの動作を示すフロー図である。FIG. 3 is a flowchart showing an operation of a gradient magnetic field noise elimination filter of the MRI apparatus of FIG. 1;
【図4】適応係数切替部の動作を示すフロー図である。FIG. 4 is a flowchart showing the operation of an adaptive coefficient switching unit.
【図5】従来のMRI装置の一例を示す全体構成図であ
る。FIG. 5 is an overall configuration diagram showing an example of a conventional MRI apparatus.
【図6】図5のMRI装置のDSPの内部構成図であ
る。6 is an internal configuration diagram of a DSP of the MRI apparatus of FIG.
【図7】図5のMRI装置の勾配磁場ノイズ除去フィル
タの動作を示すフロー図である。FIG. 7 is a flowchart showing an operation of a gradient magnetic field noise elimination filter of the MRI apparatus of FIG. 5;
1,51 MRI装置 2 計算機 3 シーケンスコントローラ 4 磁場駆動回路 5 マグネットアセンブリ 13 操作卓 18 電極 19 ECGアンプ 21 A/Dコンバータ 22,52 DSP 41,61 勾配磁場ノイズ除去フィルタ 31 適応係数切替部 32 フィルタ係数調整部 33 勾配磁場ノイズ再現部 34 勾配磁場ノイズ除去部 Reference Signs List 1,51 MRI apparatus 2 Computer 3 Sequence controller 4 Magnetic field drive circuit 5 Magnet assembly 13 Operation console 18 Electrode 19 ECG amplifier 21 A / D converter 22, 52 DSP 41, 61 Gradient magnetic field noise removal filter 31 Adaptive coefficient switching unit 32 Filter coefficient Adjustment unit 33 Gradient magnetic field noise reproducing unit 34 Gradient magnetic field noise removing unit
Claims (1)
去フィルタにより勾配磁場ノイズが重畳した心電信号か
ら勾配磁場ノイズを除去して心電信号を抽出するMRI
装置において、 スキャン開始から所定時間が経過するまでは適応フィル
タの適応係数βを比較的大きな適応係数Lβに設定しそ
の後は適応フィルタの適応係数βを比較的小さな適応係
数Sβに設定する適応係数切替手段を具備したことを特
徴とするMRI装置。1. An MRI for extracting an electrocardiographic signal by removing a gradient magnetic field noise from an electrocardiographic signal on which the gradient magnetic field noise is superimposed by a gradient magnetic field noise removing filter using an adaptive filter.
The apparatus sets the adaptive coefficient β of the adaptive filter to a relatively large adaptive coefficient Lβ until a predetermined time elapses from the start of scanning, and thereafter sets the adaptive coefficient β of the adaptive filter to a relatively small adaptive coefficient Sβ. An MRI apparatus characterized by comprising means.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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JP1993006261U JP2592207Y2 (en) | 1993-02-23 | 1993-02-23 | MRI equipment |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1993006261U JP2592207Y2 (en) | 1993-02-23 | 1993-02-23 | MRI equipment |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
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JPH0664612U JPH0664612U (en) | 1994-09-13 |
JP2592207Y2 true JP2592207Y2 (en) | 1999-03-17 |
Family
ID=11633527
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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JP1993006261U Expired - Lifetime JP2592207Y2 (en) | 1993-02-23 | 1993-02-23 | MRI equipment |
Country Status (1)
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JP (1) | JP2592207Y2 (en) |
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JP4612338B2 (en) * | 2004-05-11 | 2011-01-12 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging system |
-
1993
- 1993-02-23 JP JP1993006261U patent/JP2592207Y2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0664612U (en) | 1994-09-13 |
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